Com o aumento da longevidade, a população idosa mundial (acima dos 60 anos) vai passar de 11 % em 2000 para 22 % em 2050 do total da população mundial, é esperado um aumento de 605 a 2000 milhões de idosos (WHO, 2014). Segundo a Pesquisa Nacional por Amostra de Domicílios - PNAD 2009, o Brasil contava com uma população de cerca de 26,1 milhões de pessoas ou 13 % na faixa dos 60 anos ou mais em 2013 (IBGE, 2014).
Osteoporose, doença óssea metabólica caracterizada pela perda de massa óssea, causado pelo aumento progressivo da porosidade, afinamento da microarquitetura cortical e trabecular. Especificamente no trabecular, por alterações na microarquitetura, perda de conectividade, redução de número, transformação da forma placa para haste (NAYAK et al., 2006; BRIGGS et al., 2007, DELMAS, 2007). A redução da massa óssea diminui a resistência óssea, tornando-o mais fácil de fraturar com pequeno ou nenhum trauma. Pode ser causada por um desequilíbrio no remodelamento, ou seja, no balanço entre a taxa de reabsorção e a neoformação óssea (BOIVIN et al., 2008; BALA; FARLAY; BOIVIN 2012;ROCHGER et al., 2014).
Um dos objetivos do tratamento da osteoporose é prevenir fraturas, sendo assim, dependente de métodos precisos e eficazes para caracterizar a qualidade óssea e os riscos associados à fratura. A detecção precoce permitiria a implementação de métodos terapêuticos que ajudariam no controle da doença, evitando a morbidade e custos do advento de uma fratura. A osteoporose foi amplamente reconhecida como um problema de saúde pública mundial e pode adquirir proporções ainda mais preocupantes devido à previsão do aumento do número de idosos (HERNLUND et al., 2013; ZIADÉ, 2014).
A perda de massa óssea trabecular começa na vida adulta em ambos os sexos e continua ininterruptamente ao longo da vida (RIGGS et al., 2008). Estudos de metabologia mostraram que a densidade óssea aumenta até os 30 anos de idade e declina conforme uma rede complexa de fatores. A maior redução ocorre no período da menopausa (causada principalmente por relações à deficiência de esteroides sexuais) nas mulheres, por causa da osteoporose, e mais tarde nos homens (fatores relacionados com o nível de testosterona e a idade) (FERRAR, 2007). A partir dos 50 anos, 40 % das mulheres e 13 % dos homens poderão sofrer algum tipo de fratura por
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osteoporose ao longo da vida (WHO, 2010), o que prejudica a qualidade de vida da pessoa, ocasionando um aumento da morbidade e mortalidade (PINHEIRO; EIS, 2010; GAUTHIER, et al., 2011; KANIS, et al., 2013). As fraturas mais comuns atribuídas à osteoporose são as fraturas de quadril e vértebras, com maior taxa de mortalidade (CAWATON et al., 2012; HERNLUND et al., 2013; WONG; McGIRT, 2013, KANTEREWICZ et al., 2014).
Em 2010, estudo epidemiológico realizado em 27 países da União Europeia, constatou que 22 milhões de mulheres e 5,5 milhões de homens estão com osteoporose. Destes, cerca de 3 milhões apresentam fraturas, dos quais 610 mil no quadril, 520 mil nas vértebras e 1,800 milhão nas demais partes do corpo (pélvis, costela, úmero, fêmur, clavícula, escápula, externo etc.), com um custo estimado de 37 bilhões de euros para o tratamento e prevenção (HERNLUND et al., 2013). A incidência de fraturas aumenta sensivelmente com a idade (Gráfico 3.1), mas difere por região (JOHNELL et al., 2004; JOHNELL; KANIS, 2006).
Gráfico 3.1- Incidência de fraturas osteoporóticas em mulheres entre 50-54 e 85-89 anos na Suécia (JOHNELL; KANIS, 2006).
No Brasil, considerando diversas faixas etárias, a prevalência das fraturas vertebrais foram de 20 % entre 50 e 59 anos, 25,6 % entre 60 e 69 anos, 58,3 % entre 70 e 79 anos, e 81,8 % entre 80 e 89 anos. Na pós-menopausa, observaram uma alta taxa de prevalência mesmo sem sintomas
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clínicos. Na presença de osteoporose, a incidência de fraturas foi em 32 (50%) no segmento vertebral e 27 (42%) colo do fêmur em pacientes (BANDEIRA; CARVALHO, 2007), representado no gráfico 3.2.
Gráfico 3.2 - Prevalência de fraturas vertebrais em pacientes com ou sem osteoporose na coluna lombar (*) e colo do fêmur (**). Dados de 174 pacientes que foram avaliadas com radiografias da coluna dorso-lombar.
Cerca de um terço (1/3) da população idosa apresentaram fraturas vertebrais (DELMAS et
al, 2005), agravado pela dificuldade no diagnostico precoce, pois na maioria dos casos a doença é assintomática (McDONNELL et al. 2007). No Brasil esta patologia atinge 25 % a 30 % das mulheres brancas durante a menopausa (próximo aos 50 anos) e 40 % a 60 % com mais de 60 anos de idade (CARNEIRO, 2001).
Segundo estudo analisado por Suzuki 2009, fraturas agudas foram diagnosticadas e localizadas entre a vértebras torácicas 1 (T1) e lombares 5 (L5), sendo as mais frequentes na
torácica 12 (T12) e lombar 1 (L1) com 23 e 28 % respectivamente. Do total, 210 torácicas
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Gráfico 3.3 - Distribuição de fraturas agudas no segmento vertebral localizado no segmento torácio-lombar de 448 pacientes (SUZUKI, 2009).
A maioria dos tratamentos existentes para osteoporose é predominantemente por drogas farmacológicas, em alguns casos não é bem toleradas por pacientes. Por essa razão, outras formas de tratamento não invasivo, como o ultrassom pulsado de baixa intensidade, são uma boa escolha para o controle da perda de massa óssea (YANG et al., 2005). Vários estudos in vivo foram realizados na Interunidades em Bioengenharia da USP - São Carlos com o intuito de comprovar a eficácia do ultrassom ou exercício físico no tratamento de acometimentos ósseos (JORGE, 2004; RODRIGUES, 2004; BEZERRA, 2005).
A massa óssea e orientação trabecular são adaptadas à intensidade e direção de forças externas. Os exercícios físicos aumentam a massa óssea enquanto que inatividade ou a micro- gravidade reduzem a mesma. A redução da carga diminue a espessura, conectividade e massa trabecular, como observado na osteoporose por desuso. O aumento na frequência de reabsorção pelos osteoclastos produz a morfologia trabecular osteoporótica (RUIMERMAN et al., 2005). As propriedades mecânicas do osso dependem da sua composição e estrutura. Variam com fatores metabólicos, tais como idade, sexo, nutrição, grau de mineralização e densidade aparente (DOBLARÉ et al., 2004).
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O tecido ósseo apresenta resistência à tração similar à do aço, além disso, é três vezes mais leve e dez vezes mais flexível. Essas propriedades se devem principalmente a sua microestrutura heterogênea, anisotrópica e não linear. Está sobe permanentes mudanças na microestrutura, em resposta a diferentes sinais, tais como carregamentos externos, influência hormonal, entre outros (RUBERG, 2003).
A quantidade óssea (massa) esta fortemente correlacionada com a resistência (FOLLET et al., 2004). Portanto, a avaliação da resistência óssea em pacientes de todas as idades é fundamental para o sucesso da determinação do risco de fratura. A visão mais atual da osteoporose, define resistência óssea como uma integração de quantidade e qualidade óssea (NOF, 2013).
As propriedades físicas e mecânicas dos ossos trabeculares estão relacionadas com o remodelamento, tamanho, densidade mineral óssea (BMD) e microarquitetura (LESPESSAILLES et al., 2006; CHAPPARD et al., 2008; BOUXSEIN et al., 2010). O conhecimento desses funcionamentos e propriedades são essenciais para indicar o risco de fratura, associado à osteoporose (CHAPULART; DELMAS, 2009).
A microarquitetura e resistência mecânica variam com a região do esqueleto, podendo ser esponjoso (osso trabecular), ou compacto (osso cortical). Estes ossos são formados por duas fases em diferentes níveis de organização e composição da matriz óssea: uma sólida (colágeno e cristais de hidroxiapatita + sais minerais) e outra fluida (sangue e fluido extra-celular) (JUNQUEIRA; CARNEIRO, 1990; CURREY, 2004; CHAPPARD et al., 2011), juntas proporcionam rigidez com certo grau de elasticidade (YOUNG et al., 2006; ARRUDA et al, 2007; ARRUDA; PARIZOTTO; ROLLO, 2008), variam com os fatores metabólicos, tais como a idade, sexo, nutrição, grau de mineralização e a densidade mineral óssea (AGARWAL et al., 2004; GOSMAN; KETCHAM, 2008). As atividades celulares são responsáveis pela modelagem, reparação, remodelação, ocorrendo tanto no osso cortical como no trabecular (CASTANIA, 2002; DOBLARÉ et al., 2004).
O osso cortical é organizado e orientado regularmente, muito resistente, composto especialmente por uma matriz óssea calcificada, depositada em camadas (GONÇALVES, BAIROS, 2006; YOUNG et al., 2006). Forma 80 % do esqueleto e parte externa de vários ossos e corpo dos ossos longos (TEN CATE, 2001). Possui porosidade considerada baixa de 5 a 30 %,
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sendo rígido e suporta um valor razoável de tensão antes de fraturar quando submetido a um carregamento (PARFITT, 1987; EINHORN, 1996; PULZAS, 1996).
O osso trabecular, denominado do latim "trabeculae" = vigas pequenas, é considerado um material compósito, viscoelástico, heterogêneo, ortotrópico e anisotrópico (DOBLARÉ, GARCÍA; GÓMEZ, 2004; CAULEY, et al., 2010), Apresenta uma estrutura complexa e organização irregular dependente da solicitação mecânica (ARRUDA; PARIZOTTO; ROLLO, 2008; ALLEN; BURR, 2011; CESAR et al., 2013). Geralmente essas trabéculas interconectantes (100-300µm de espessura com espaçamento de 300-1500µm entre as trabéculas adjacentes) são descritas como um solido celular complexo em consonância com a solicitação mecânica, representadas em 4 formas básicas de estruturas tipo placa, haste e trave: 1) assimétrica, celular aberto, tipo haste; 2) assimétrico, celular fechado, tipo placa; 3) colunar, celular aberto, tipo haste e 4) colunar, celular fechado, tipo placa (PARFITT et al., 1987; MARTIN; DEMPSTER, 1998; KELLER, 2001). Possui uma microestrutura altamente porosa com elevada área superficial, encontrado em ossos como calcâneo, colo do fêmur, vértebras etc. Rápida velocidade de formação (30 - 50μm ao dia ou mais), matriz de colágeno desorganizada, estrutura lamelar sem sistema harvesiano, frágil e pouca resistência biomecânica (MENDONÇA, 2005; ARRUDA et al, 2007; TACIRO; PARIZOTTO, 2007).
Frente à perspectiva clínica, a BMD não pode predizer com precisão o risco de fratura, uma vez que só avalia um dos parâmetros relevantes (CUMMINGS, 2002; WATTS et al., 2005; GENANT; BOUXSEIN, 2008). O método mais comum de medição da BMD na avaliação do estado do osso é com absormetria de raios-x de dupla energia (DXA), usa o diferencial de atenuação dos raios-x para quantificar o componente mineral do osso. O outro método é a ultrassonometria (quantitative ultrasound - QUS) óssea, baixo custo e inexistência de radiações ionizantes, avalia propriedades elásticas “rigidez” que variam em função da perda de massa óssea (BAUER et al., 2007; DIEZ-PEREZ et al., 2007; KRIEG et al., 2008, GUGLIELMI; TERLIZZI, F. 2009; KANIS et al., 2013). No entanto, a QUS ainda é controversa como pratica clínica, embora usada para avaliar o risco de fratura, não está claro como pode ser utilizada para o diagnóstico da osteoporose e beneficiaria o tratamento (NAYAK et al., 2006). Tanto DXA e QUS estão em uso clínico generalizado. No entanto, nenhuma técnica tem demonstrado grande eficiência para distinguir fraturas entrepopulações, porque fornecem apenas uma medida indireta de risco de fratura (DJOKOTO et al., 2004; CHIN; IMA-NIRWANA, 2013). Isso não
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surpreende, uma vez que, como discutido anteriormente, a fragilidade óssea não depende só do conteúdo de minerais (massa óssea), mas também das propriedades da matriz, e geometria da microarquitetura (CEFALU, 2004; BOUXSEIN; BRANDI, 2009). Portanto, avaliar somente o conteúdo mineral dos ossos pode ser insuficiente para prever as alterações na qualidade óssea (ENGELKE; PREVRHAL, 2008).
O ultrassom é uma onda mecânica longitudinal transversal, não audível, com frequência acima de 20kHz (GUGLIELMI; TERLIZZI, 2009). A QUS de calcâneo possibilita uma medida indireta da anisotropia e ou uma avaliação clínica da qualidade óssea (CHIN; IMA-NIRWANA, 2013). Esses efeitos são baseados em princípios biomecânicos já postulados pela lei de WOLLF em 1870 (WOLFF, 1892), no qual, a deformação no osso, decorrente de uma carga mecânica aplicada gera um estímulo para uma resposta óssea local (COWIN, 2001). Por não ser invasivo, ter baixa intensidade é uma boa opção para o controle da perda de massa óssea. A técnica de QUS para análise clínica da osteoporose vem sendo aperfeiçoada e utilizada. Apresenta algumas vantagens: fácil manuseio, baixo custo, tempo curto de exame e ausência de radiação ionizante (DOUART, 2004; BEZERRA, 2005; BARONCELLI, 2008;RAUM et al., 2014).
Os parâmetros mais utilizados pela ultrassonometria do calcâneo são a velocidade do som (speed of sound - SOS), atenuação da frequência (broadband ultrasound attenuation - BUA) e índice de qualidade óssea (bone quality index - BQI) para a caracterização do tecido (CANHÃO et al., 2006; GUGLIELMI; TERLIZZI, 2009).
A SOS corresponde à velocidade da onda ao atravessar o tecido ósseo (1400 a 1900 m/s).. Quociente entre a largura do osso avaliado e tempo gasto (L/T) pela onda sonora ao atravessá-lo, em m/s. Correlaciona-se com as propriedades elásticas do tecido ósseo e depende da densidade, espessura e conectividade entre as trabéculas. Quanto mais sólido o objeto, maior será a velocidade do som. No osso osteoporótico, a velocidade do som é menor que o sadio, decorrente a maior porosidade da estrutura(KUNKEL et al., 2008;OLIVEIRA, et al., 2011).
O BUA baseia-se na alteração e/ou atenuação da velocidade da onda sonora ao atravessar um material poroso,expresso em dB/Hz. Esta medida representa a taxa de energia perdida pela onda sonora ao atravessar o tecido ósseo no intervalo de frequência de 0,2 a 0,6 MHz, representado pela inclinação da curva interação versus absorção do som no tecido ósseo. A atenuação se correlaciona com a densidade do osso e a integridade da rede de trabéculas. Funciona como um filtro, diminuindo a energia transmitida. No osso osteoporótico, a atenuação
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das ondas sonoras é maior do que no osso sadio (LANGTON; NJEH, 2008; MORAIS et al., 2011).
O BQI ou "índice de rigidez" ou índice de qualidade óssea é calculado a partir dos valores normalizados de SOS e BUA. Esses parâmetros correlacionam à velocidade do som e atenuação da amplitude, expresso em porcentagem da média de adultos jovens. Apresenta maior capacidade para predizer fratura quando comparado isoladamente com o coeficiente de atenuação do som (BUA) e a velocidade do som (SOS). Este índice é uma medida matemática que combina valores normatizados de SOS e BUA (BQI = 0,67 x BUA+ 0,28 x SOS - 420) (BAUER et al., 2007; DIEZ-PEREZ et al., 2007; LIU et al 2012).
O BQI fornecido pelo equipamento Aquilles Insight (GE MEDICAL SYSTEMS LUNAR®) é uma medida clínica (fabricante) que não necessariamente é a resistência mecânica do osso (www3.gehealthcare.com), usualmente expressa em “Escores-T”, além de outros parâmetros específicos, da mesma maneira que os Escores-T obtidos pela DXA, aplicado para diagnosticar o risco de fratura osteoporótica em mulheres pós-menopáusicas, em comparação com a densidade mineral óssea BMD medida pela DXA na coluna ou no quadril, medido pela em g/cm2 do indivíduo (MORAIS et al., 2011; SHENOY; CHAWLA; SANDHU, 2014).
A BMD é considerada clínicamente nos tempos atuais o padrão ouro internacional para definir qualidade óssea (SEO; LEE; PARK, 2014), mas a QUS ainda não a substitui. No entanto, medições de volume realizadas por imagens de área do local obtidas pelo DXA apresentam imprecisões pertinentes, pois não descrevem a influência da qualidade do osso trabecular em função da microestrutura tridimensional (3D), acumulo de micro lesões, mineralização e a resistência à fratura da vértebra (STAUBER; MULLER, 2006; SEO; LEE; PARK, 2014). O Escore-T obtido pelo DXA toma como referência o valor da BMD médio do pico de massa óssea em adultos jovens padrão, expresso em valor absoluto pela equação 3.1 (CUMMINGS, 2002).
individuo BMD (BMD) (M) Escore - T(SD) (SD) (3.1) BMD densidade mineral óssea do individuo, M média do mesmo sexo (paciente jovem), SD desvio padrão. O teste compara os resultados de BQI de um adulto jovem ao pico-T de resistência óssea entre pessoas de mesma idade. A porcentagem (%) de adulto jovem, expressa um valor do BQI da pessoa como percentagem média da mulheres “adulta jovem” entre 20 e 35 anos. O Escore-T é a variável correspondente à comparação das medidas acima e toma como referência o valor da BMD médio do pico de massa óssea em adultas jovens padrão, expressa em valor
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absoluto. Um Escore-T de -1 é igual a uma diminuição do desvio padrão de adulto jovem (perda de 10%) (JOHNELL; KANIS, 2006; OLIVEIRA; KLUMB; MARINHEIRO, 2007, NOF, 2013)
Para diagnosticar e padronizar esses valores, a Organização Mundial de Saúde (OMS) (WHO, 2013) e a Fundação Nacional de Osteoporose (NOF, 2013), adotou os níveis operacionais que definem a quantidade de perda de massa óssea (equação 3.1), baseado em “Escores-T”. Os ossos são classificados como normais (Escore-T > -1), osteopênicos (Escore-T entre -2,5 a -1) e osteoporóticos (Escore-T < 2,5) (HANS et al., 2006). O Escore-T representa uma medida clínica do BQI (ultrassonometria) ou BMD (DXA) da pessoa acima ou abaixo da média de referência de “adulto jovem” expresso em unidades de desvio padrão. Para melhor compreensão, observa-se na região superior (verde) da figura 3.1a, um Escore-T que vai de -1 a 2 SD, na região central (amarela) de -2,5 a -1SD e região inferior (vermelha) valores abaixo de -2,5 SD. Na figura 3.1b, a possibilidade de risco de fratura aumenta continuamente à medida que os valores do índice de rigidez ou Escore-T diminuem.
Figura 3.1 - Definição de osteopênia (homen): a) Escore-T -1,8; b) Risco associado ao Escore-T (http://www.aymes.ca/Achilles_for_Bone_Health.html).
O erro de precisão do BQI de < 2% do coeficiente de variação (VC) e valor nominal do SD ± 2 para BQI (WHO, 2001), em mulheres mais idosas é comparável ao DXA na medição real de pessoas osteoporóticas. O que o torna adequado para o monitoramento das alterações ósseas. As variações dos valores do índice de BQI são influênciadas principalmente pelas propriedades elásticas do osso calcâneo, o qual, por sua vez, é altamente dependente da quantidade e estrutura do mineral ósseo (www3.gehealthcare.com) e classificadas como normal, osteopênico e
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Figura 3.2 - a) Transmissão do ultrassom pelo calcanhar: b) Diferença entre a velocidade e atenuação do som (Manual do Operador Lunar Achilles InSight/Express - www3.gehealthcare.com).
O sistema Achilles Insight (www3.gehealthcare.com) de ultrassonometria (quantitative ultrasound - QUS) óssea envia ondas sonoras de alta frequência (ultrassom) e medem variáveis ultrassônicas como a velocidade do som (speed of sound - SOS), atenuação da frequência (broadband ultrasound attenuation - BUA) e índice de qualidade óssea (bone quality index - BQI) ou “rigidez” (que não necessariamente é a rigidez mecânica da estrutura óssea).
Os trabalhos realizados com o uso deste equipamento foram aprovados pela agencia americana FDA (Food and Drug Administration) para três usos clínicos; a) Prediz o risco de fratura do quadril em comparação com a absorciometria por raios-X (Dual Energy X-ray Absorptriometry - DXA) no quadril / coluna; b) Apresenta Escores-T válidos para uso da mesma maneira que a DXA no quadril / coluna; c) Oferece precisão para o monitoramento das alterações ósseas em pessoas mais idosas (www.accessdata.fda.gov).
Análises de imagens de microtomografia computadorizada de raios-X (µCT) (não destrutiva) possibilitam mensurar a morfologia (histomorfometria) da microarquitetura em duas
ou três dimensões (2D e 3D) de ossos trabeculares e corticais ou padrões de remodelamento ósseo de doenças como osteoporose, densidade aparente e observar trincas (BECKMANN, 2006;;
GONG et al., 2006; HULME; BOYD; FERGUNSON; 2007; HELGASON et al., 2008;
FAJARDO et al., 2009; FILLER, 2009; BOUXSEIN et al., 2010; ARGENTA, 2011). No entanto, a morfologia do remodelamento celular ainda é analisada por métodos histológicos convencionais (lamina) (HORDON et al., 2000, DOS REIS et al., 2007). A resolução espacial da
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µCT pode chegar até 0.5 µm, adequada para análises de espessuras de trabéculas da ordem de 30 a 146 µm (MARTIN-BARBOSA et al., 2003; CESAR et al., 2013).
As primeiras aplicações do CT aconteceram no final da década de 1980 por Feldcamp (FELDKAMP et al., 1989; GOULET et al., 1989), e na década 1990 por associados (KUHN et al., 1990; KUHN et al., 1998). Atualmente (2014) a µCT atingiu à resolução espacial isotrópico de até 200 nm (http://www.skyscan.be). Suficiente para medições das trabéculas de ratos com espessuras que variam de 5 a 30 µm (MARTIN-BADOSA et al., 2003; BOUXSEIN et al., 2010) e humanos de 100 a 300 µm (CESAR et al., 2013). Em geral, a escolha das resoluções das imagens depende do tamanho das amostras e configuração do sistema (NAGALE et al., 2004; GENANT; JIANG, 2007; BOUXSEIN et al., 2010).
Os princípios físicos e funcionamento da µCT são os mesmos da tomografia
computadorizada, o diferencial esta no tamanho do foco do tubo de raios-x e a resolução espacial
do detector < 100 µm (KASTNER et al., 2010; MANGIONE, F. et al., 2013). A intensidade da
radiação (I) é reduzida em função da absorção do material (Figura 3.3).
Figura 3.3 - Atenuação de raios-X por uma placa de chumbo em função da espessura (ARGENTA, 2011).
Essa atenuação pode ocorrer de maneira exponencial em função da espessura do material absorvedor, quanto maior a espessura do material menor será a possibilidade da energia da radiação atravessá-lo. Por outro lado, quanto maior a energia da radiação incidente maior será a
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capacidade de penetração. Embora aumente a probabilidade das interações e provoque maior espalhamento das radiações (ARGENTA, 2011).
A intensidade de radiação (I), ocorre quando um feixe monoenergético com intensidade de radiação incidente Io (fótons/s) atravessa uma espessura material incidente b. Pode ser
representada pela equação de Beer-Lambert (BLAKE; ROCHESTER; FOGLEMAN, 1994, FILHO, 2012).
-μb o
I = I e
(3.2) µ é o coeficiente de atenuação linear total, relacionado à probabilidade dos fótons serem absorvidos ao atravessar o material.A geração de imagens de µCT ocorre quando um feixe-cônico (do inglês cone-beam) de fótons são emitidos por um tubo de microfoco de raios-X, que passam por um colimador e filtros para diminuir os espectros de energia até atingirem a amostra, em rotação que varia entre 180 à 360º, de acordo com o protocolo de escaneamento. Incrementos pré-definidos de grau fazem incidir novos feixes de raios-X na amostra, ao atravessarem são capturadas e registradas pelo detector do dispositivo na forma de imagens radiológicas (Figura 3.4). (BOUXSEIN et al., 2010).
Figura 3.4 - Funcionamento padrão do scanner µCT (BOUXSEIN et al., 2010).
Obtido o conjunto de projeções do sistema de µCT, as imagens passam por um processo de reconstrução das seções transversais (análise 2D). O processo constitui um caminho matemático para a interpolação das fatias transversais (ou fatias tomográficas) da amostra a partir das
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imagens, com incremento de grau em função da altura, utilizando o algoritmo de Feldkamp modificado (FELDKAMP et al., 1989).
A partir da reconstrução de imagens 2D de fatias tomográficas, é possivel determinar a unidade de voxel de um volume com dimensões iguais e isotrópicas (imagem 3D). Quanto menor tamanho de voxel maior a resolução da imagem, ideal para todas as verificações. No entanto, exige um equipamento com grande capacidade de armazenar dados, maior tempo de aquisição e processamento das imagens. O equilíbrio entre tamanho de voxel e tempo de varredura (escaneamento) deve ser cuidadosamente considerado. Diferenças no tamanho de voxel, por
exemplo, 10 a 30 µm tem razoável efeito na avaliação de estruturas com espessuras relativamente
pequenas, como rato (dimensões de 20 a 60 µm) ou humanas nessa escala, mas pouco
significativos em grandes estruturas (100 a 200 µm), tal como o osso cortical ou trabéculas tipo placa em humanos ou animais de grande porte. (RUSS, 2007; BOUXSEIN et al., 2010), representado na figura 3.5.
Figura 3.5 - Efeito do tamanho de voxel na qualidade de imagem. Imagens 2D na escala de cinza do fêmur distal de um rato adulto digitalizado no tamanho de voxel de: A) 6 µm; B) 12 µm; C) 18 µm e D) 36 µm. Imagens adquiridas em 70 kVp, 114 mA e 200 ms de aquisição. (Imagens de cortesia de Rajaram Manoharan, Beth Israel Deaconess Medical Center) (BOUXSEIN et al., 2010).
A baixa resolução (voxel > 100 µm) no volume de interesse pode causar subestimação da
BMD e histomorfometria, devido ao efeito do volume parcial (Figura 3.5). A precisão dos parâmetros microestruturais depende fortemente da resolução espacial e tempo de exposição, bem como métodos analíticos após a aquisição de imagem das seções transversais pelo μCT (NAGALE et al.. 2004; BOUXSEIN et al., 2010). O adequado seria usar maior resolução possível e tempo mais longo. No entanto, este procedimento é mais dispendioso e pode limitar a taxa de transferência de dados em grande escala. A figura 3.6 apresenta reconstruções nos formatos sólidos da fração do volume ósseo (BV/TV) de amostras de osso trabecular humano
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com 26 µm (isotrópico), o quepossibilitou visualizar a variação em cada local (NAGALE et al., 2004).
Figura 3.6 - Reconstrução por µCT de amostras humanas com tempos mais elevados (High), próximos da média